和三角肌(ARM)的双侧t-试验(t-test)p-值(p-value) 分别是：用于LFIm的0.00027、0.022、0.20，和用于1^^的0.0015、0.016和0.41。箱线图使用 MatLab绘制，其中箱体内的水平线表示中值，而箱体表示25至75百分位的值，且交叉线是异 常值。
[0121]接收者操作特征(R0C)曲线被绘制以评估本次测试在区分缺血群体与正常群体的 诊断准确性。在R0C曲线中，真阳性率(灵敏度)被绘制为对不同分界点的假阳性率（100-特 异性)的函数。R0C曲线上的每个点代表相应于特定决策阈值的灵敏度/特异性对。用于确定 测试准确性的一个度量是R0C曲线的曲线下面积(AUC): AUC为0.9到1代表完美区分，而AUC 为0.5代表毫无价值的测试。具有完美区分(在两种分布中没有重叠）的测试的R0C曲线穿过 左上角（100 %灵敏度，100 %特异性)且AUC为1。因此，R0C曲线越接近左上角，测试的总体精 度越高。
[0122] 图10A和10B分别示出在足底内侦U(MP)区域中测量的用于LFIm和LFIa的接收器操作 特征(R0C)曲线。用于LFIm和LFIa的曲线(AUC)下面积分别为0.7805和0.7322。虚线是非线性 曲线拟合的结果。
[0123] 由于MP示出了用于图9A-9B所示的LFIm和LFIa两种情况的最小p值，MP数据用于绘 制图10A-10B中的R0C曲线。大约0.75或更高的R0C曲线的AUC表示相当好的区别能力。相比 之下，Figoni等人(J.Rehab Res Dev 2006:43(7)891-904)报道了，TcP02在健康受试者和 缺血性患者之间的区分中（当单侧小腿截肢由于下肢缺血而迫在眉睫或已列入计划时，则 标识为潜在人选)具有0.82的AUC。然而，在Figoni研究中的缺血组患者经受了极端程度的 缺血，其中已经在TcP02测量的部位以上高得多的水平作出截肢的决定。然而，在上述研究 中的患者是门诊设置中的典型患者，在测试时没有人需要截肢。尽管在本研究和Figoni研 究的受试者之间具有缺血程度的差别，在这些研究之间的AUC是类似的，建议LFI在区分在 缺血程度的细微差别方面与TcP0 2相比具有更大能力。
[0124] 图9A-10B中的数据表明LFIm在某些情况中区分健康脚部组织与缺血脚部组织的 能力可以优于LFIa，并且当测量是在脚部的足底内侧区域时所述区分特别明显，其中p值是 统计学有效的，并小至〇. 00027，或甚至更小。
[0125] 健康和缺血性足底内侧组织之间的区别是，在一些情况下，当使用LFIm作为相关 指数时是统计学更高度有效的。不被理论所限制，对此的可能解释可能在于LFIm相对于LFIa 提供了更多概貌洞察力的事实。换句话说，LFIm是最大幅值变化的量度，且期望健康血管具 有较高的弹性以及预期血液流量的更好流变能力会表现出更高的LFIm值。与此相反，LFIa是 LF0的平均量度，这意味着它将在血管中的多个振动变化的平均到由曲线下的面积表示一 个平均变化。鉴于LFIa也能够区分健康与缺血组织，LFIa有可能确实反映了在一段时间上弹 性和流变能力的总体函数。它可以简单地是，对于5分钟读数，如在本研究中使用的，LFIm是 比LFIa更能区分的指数。这种假设由与LFIa相比、与使用LFIm相关的较小p值得以支持。在一 些实施方案中，可以利用更长或更短的读取周期，例如作为非限制性例子的约1、2、3、4、6、 7、8、9、10、15、20、25或30分钟。
[0126] 如在图9A-9B所示的这种区分在某些情况下是在足底内侧最清楚地可见的，与脚 部的跟骨区域和三角肌相比。足底内侧血管取决于用于供血的完整脚板足弓，正是在这一 层面，闭塞性动脉疾病是最常见的。因此足底内侧更容易受到局部缺血，在与被腓和胫后血 管双重供血的跟骨血管系统相比。三角肌区域比脚受影响的要少得多，即使有的话，因为显 著的上肢动脉疾病在动脉粥样硬化和/或糖尿病中是罕见的。
[0127] 在一些实施方案中，小于约130、127.5、125、122.5、120、117.5、115、112.5、110、 107·5、105、102·5、100、97·5、95、92·5、90、87·5、85、82·5、80、77·5、75、72·5、70、67·5、65、 62.5、 60、57.5、55、52.5、50或更小的LFIa值，可以作为第一群体和第二群体之间的预定区 分截止值，表示一个特征或疾病特征例如局部缺血如严重缺血的风险因子，并通过提示可 听的、可视的或者其它信号通知临床医生，例如在显示器上视觉地通知。
[0128] 在一些实施方案中，小于约15、14.5、14、13.5、13、12.5、12、11.5、11、10.5、10、 9.5、 9、8.5、8、7.5、7、6.5、6或更小的LFIm值可以作为第一群体和第二群体之间的预定区分 截止值，表示一个特征或疾病特征例如局部缺血如严重缺血的风险因子，并通过提示可听 的、可视的或者其它信号通知临床医生，例如在显示器上视觉地通知。 功率谱的多维数据分析
[0129] 除了上述的参数LFIm和LFIa外，还有分析BFI数据的其它参数或方法可以用于在两 个患者群体之间进行区分的目的。在一些实施例中，可以结合使用多个独立的参数，以便更 准确地辨别患者所属的群体。
[0130] 可以通过使用各种策略以便于多维数据集的分析，包括但不限于人工神经网络 (ANN)、极端学习机(ELM)以及支持矢量机(SVM)的使用。特别地，SVM是在两个群体之间进行 区分的多维空间中定义一个超平面的装置。在一些实施方案中，SVM可以用于处理包括以下 参数的多维输入，例如但不限于在特定的解剖学BFI信号的特定频带中的相对信号功率，在 特定的解剖学BFI信号的特定频带中的绝对信号功率和/或在带通滤波的BFI信号之间的相 关系数。
[0131] 在一些实施方案中，SVM可以利用来自上述数据集的、来自每个患者的以下五个独 立输入(如表1中记载）中的一个、两个或更多输入:跟骨BFI的带通(0.001Hz到0.110Hz)相 对功率;足底内侧BFI的带通(0.001Hz到0.110Hz)相对功率;三角肌BFI的带通(0.471Hz到 0.478Hz)绝对功率;足底内侧BFI的带通(0.471Hz到0.478Hz)绝对功率;和/或三角肌和足 底内侧BFI之间的带通(0.341Hz到0.351Hz)相关系数。
[0132] 在一个实施例中，当对26名健康人/26名缺血患者的相同数据集运行时，所述SVM 实现了0.961的精度和0.961的灵敏度以及0.961的特异性。这个SVM的R0C示于图11，其示出 了在前一段落所述的利用患者BFI输入参数的用于5维SVM的R0C曲线。 BFI信号的统计分析：
[0133] 在一些实施方案中，BFI信号的统计参数也可以用作区别。流量变换等级"FTL"是 在2Hz算出的BFI信号的标准偏差。图12示出了其是如何从时间序列BFI推导的且如何与之 相关，例如来自时间序列DSCA血液流量指数(BFI)数据的FTL推导，其中强度是在60Hz的帧 速率下测量的。根据所选择的持续时间，也可以使用其它的帧速率如30Hz。
[0134] 计算了以1Hz和2Hz采样的5分钟足底内侦UBFI数据的标准偏差，将得到的ROC曲线 示于图13A和13B。图13A表示BFIOlHz的标准偏差的R0C;图13B表示BFI02HZ的标准偏差的 R0C。如本文别处所指出的，随采样的时间数据量可以根据所期望的临床结果来选择，如约 30秒、45秒、1分钟、75秒、90秒、105秒、2分钟、3分钟、4分钟、5分钟或其它时间间隔。1Hz或 2Hz以外的其它频率也同样可以使用，如在约0.5Hz至约10Hz之间或在约1Hz至约10Hz之间 的频率。
[0135] 如果以2Hz的BFI的标准偏差为焦点，且数据集被缩短和分析，可观察到所述AUC的 缓慢恶化下降到2分钟，并在1分钟处急剧下降。此结果示于表2中。
[0136] 表2:FTL AUC对采样时间/数据集大小的依赖性。
[0137] 来自跟骨和手臂的BFI的标准偏差也显示在健康人和缺血患者之间的显著差异， 但不像足底内侧强烈。三个位置的P值在图14A-14C进行了比较，它们分别是在足底内侧、跟 骨和手臂部位中FTL的箱线图。 评估结果
[0138] 约0.75或更大的R0C曲线的AUC表示相当好的识别能力，且超过0.90的AUC在一些 实施方案被认为是优秀的。相比之下，Figoni等人(J.Rehab Res Dev 2006:43(7)891-904) 报道了，TcP02在健康受试者和缺血性患者之间的区分中（当单侧小腿截肢由于下肢缺血而 迫在眉睫或已列入计划时，则标识为潜在人选)具有〇. 82的AUC。然而，在Fi goni研究中的缺 血组患者经受了极端程度的缺血，其中已经在TcP02测量的部位以上高得多的水平作出截 肢的决定。然而，在上述研究中的患者是门诊设置中的典型患者，在测试时没有人需要截 肢。图14D示出在一项研究中获得的FTL值的曲线图，健康人和缺血患者表示在Y轴上和且患 者数字标识符表示在X轴上。
[0139] 尽管在受试者之间的缺血程度相对于Figoni研究存在这种差异，使用LFIm的一维 AUC可以是类似于Figoni研究，表明与TcP02相比LFI在区分缺血程度的细微差别中具有更 大能力。当在我们的SVM中利用多个参数时，可以实现0.969或更好的AUC，远远超过tcP02所 报告的性能。
[0140]通过使用FTL(BFI@2Hz的标准偏差），可从位于足底内侧单个传感器用单个参数实 现0.9645的AUC。这在某些情况下极大地简化了所述测量并能增加所述技术用于临床诊断 和/或筛选应用的实用性和易用性。
[0141]在一些实施方案中，低于约10、9·75、9·5、9·25、9、8·75、8·5、8·25、8、7·75、7·5、 7·25、7、6·75、6·5、6·25、6、5·75、5·5、5·25、5、4·75、4·5、4·25、4、3·75、3·5、3·25、3、2·75、 2.5、2.25、2或更小的FTL值可以作为第一群体和第二群体之间的预定区分截止值，且表示 用于一个特征或疾病特征例如局部缺血如严重缺血的风险因子，并通过提示可听的、可视 的或者其它信号通知临床医生，如视觉地在显示器上通知。
[0142] 返回参照图1D-1H所示，D0F传感器可以分开放置在脚的不同拓扑区域，例如D0F传 感器可以通过使用分开的支撑结构放置在每个足部血管区域处。然而，在另一个实施方案 中，多个D0F传感器可以结合到单个的支撑结构中，用于同时测量不同的足部区域，例如足 部血管区域。一个这种实施例示于图15A-15C。侧边发射的D0F传感器示于图15A。如图所示， 来自光源的光可以通过输入光缆604输入传感器602,并且可以通过输出光缆606朝向检测 器离开传感器602。在一些实施方案中，输入光缆和输出光缆可捆绑在一起。不是将光缆定 向为垂直于被测组织的表面，在所述侧边发射传感器中所述光缆基本上是平行的，具有内 置的棱镜、反射镜或者其它光学元件将光向下朝向所述组织重定向。结果，所述D0F传感器 602可平放靠在被测区域的表面，光缆604和606基本上平行于表面延伸。总的效果是更低姿 态的D0F传感器，具有改进的舒适性、柔韧性和外形因素。
[0143] 如本文所用的，术语"传感器"指的是D0F系统与样本例如患者皮肤接触的末端。所 述传感器可以包括耦接到光源的输入光纤和耦接到检测器的输出光纤。在其它实施方案 中，传感器可以包括配置为可移除地接收这种光纤的容器。所述传感器限定所述入射光入 射到样本表面的点和来自样本表面的散射光被检测的点。在图不的实施例中，D0F传感器 602是大致平坦的。然而，在各种实施方案中，其它形状也是可行的。例如，所述D0F传感器可 设置弯曲表面，例如具有对应于患者身体轮廓的轮廓。例如，D0F传感器可包括凹的表面以 对应于穿用者的足弓的曲率。在一些实施例中，D0F传感器可以是可延展的，以允许弯曲和 挠曲以对应于患者的身体。如上所述，光源和检测器之间的分开距离影响测量光的穿透深 度。更具体地，显著距离是，在组织表面上光被注入的位置和在所述组织表面上光被检测的 位置之间。因此，侧边发射D0F传感器602可以被修改以提供用于不同的穿透深度，这取决于 要测量血流量的身体部分。如果D0F传感器适用于测量相对深的血流量，所述光源-检测器 间隔可以大于用于适用于测量相对较浅的血流量的D0F传感器的间隔。在一些实施方案中， 该距离可以是在单个D0F传感器中变化的。例如，可以提供一个机制允许光源输入光纤和/ 或检测器输出光纤沿D0F传感器的长度移动以修改它们之间的距离。例如，在一些实施例 中，光源输入光纤可以相对于传感器是基本上固定的，而检测器输出光纤是可移动的。相反 地，在一些实施例中，检测器输出光纤可以相对于传感器是基本上固定的，而光源输入光纤 是可移动的。在一些实施方案中，可移动光纤可沿着传感器滑动，具有R锁、螺钉、棘爪或提 供其它结构以在已设置预先选定的距离之后可释放地固定可移动光纤的位置。在一些实施 方案中，可移动光纤可被安装到支架上，所述支架与螺钉螺纹配合，使得螺钉的旋转引起所 述支架并且由此可移动光纤被推进到更靠近或远离固定的光纤。各种其它配置也是可行 的。在其它实施例中，可以提供在D0F传感器内部中的各种光学组件以改变有效的光源-检 测器距离。例如，光纤的位置可以是固定的，而内部的棱镜或反射镜或其它光学元件可以调 整，以引导光(来自光源的入射光或来自检测器的散射光)指向或来自不同的位置。
[0144] 图15B示出，作为支撑结构的一个例子，设计成盖在患者脚上的防护套608。如图 15C所示，多个侧边发射的D0F传感器602可以由防护套携带。在一些实施方案中，侧边发射 的D0F传感器602被布置在对应于不同足部血管区域的位置。由于每个D0F传感器602可以做 成薄且柔性的，它们可以在适当的位置缝合或以其它方式连接到防护套608。光纤可以是成 捆的并被引导到防护套608之外和连接到分析器。采用这种设计，将多个DOF传感器施加在 患者的脚上可以是快速的和基本上容易操作的，这在手术室或导管实验室的忙乱环境中是 特别有利的。
[0145] 图15D和15E示出支撑结构和D0F传感器的另一个例子。如图所示，D0F传感器610包 括从其延伸的成捆的导线612。成捆的导线612包括输入和输出光纤两者，如上所述。保持环 614被构造成围绕D0F传感器610的底面向边缘。保持环614可以通过粘合剂垫616固定到一 个表面(例如患者皮肤)上。粘合剂垫616可以采取多种形式，包括，例如Tegaderm?薄膜。在 其它实施方案中，粘合剂材料沉积在所述保持环上，不需使用另外的粘合剂垫。
[0146] 如图所示，保持环614可以限定一个孔，所述孔被配置为在其中接收D0F传感器 610。在各种不同的实施方案中，保持环614可包括一个或多个保持元件，其被配置为可释放 地与在D0F传感器610上的相应保持元件配合。由此对应保持元件的接合可释放地将传感器 610相对于所述保持环614锁定就位。在各种实施例中，可以提供闩锁、螺钉、棘爪或其它结 构，以可释放地将D0F传感器610固定在保持环614上。
[0147] 各种其它支撑结构是可行的。例如，在一些实施例中，D0F传感器可以由一系列条 带携带，所述条带配置为缠绕患者的脚，以相对于所述足部拓扑区域例如不同的足部血管 区域的期望测量区域而适当地定位D0F传感器。在一些实施例中，D0F传感器可以由柔性材 料的片材携带以缠绕患者的脚。在一些实施方案中，支撑结构可以被配置为携带一个，两 个、三个、四个、五个或更多个D0F传感器。在一些实施方案中，可以单个患者提供两个或更 多的支撑结构。例如，第一支撑结构可携带两个D0F传感器和被定位在患者脚部的第一部分 上，而第二支撑结构可携带两个额外的D0F传感器和被定位在患者脚部的第二部分上。在各 种实施方案中，支撑结构可以是可佩戴的，例如，它可以是诸如防护套、鞋等服装。在一些实 施方案中，支撑结构可包括一个条带或一系列条带。在其它实施方案中，支撑结构可以包括 粘合剂材料，通过它可将一个或更多个D0F传感器附着到患者皮肤上。例如，在一些实施方 案中，每个D0F传感器可以在面向组织的侧面上配备粘合剂以便确保传感器接触皮肤。在一 些实施方案中，机械压力可被施加到D0F传感器，以确保它们被压靠在皮肤上-例如可以使 用外部包裹物，或者防护套或其它脚部覆盖物的弹性本身可足以确保D0F传感器充分地保 持在皮肤上。在一些实施例中，D0F传感器可以被嵌入到例如足病医生所使用的脚板传感器 中。患者可以踏在脚板上，并且由脚板所携带的一个或更多个D0F传感器可以测量在脚的各 个位置处的绝对和/或相对血流量。
[0148] 在一些实施方案中，每个D0F传感器可以由不同的支撑结构承载。在其它实施方案 中，支撑结构可以被配置为携带任意数量的D0F传感器，例如两个、三个、四个、五个或更多 个。在各种实施方案中，支撑结构可以被配置为使得在所述支撑结构被定位在患者脚上时， 所述D0F传感器的位置对应于包括所选足部血管区域的在脚中的不同拓扑位置。所述支撑 结构可以被配置为承载对应于包括足部血管区域的在脚中的拓扑位置的任何组合的D0F传 感器。例如，在一个实施例中，支撑结构可以被配置为携带适于测量在胫后动脉的跟骨分支 和在腓动脉的跟骨分支处的血液流量的D0F传感器。在另一个实施例中，支撑结构可以被配 置为携带适于测量在足底内侧动脉、足底外侧动脉、胫后动脉的跟骨分支处的血液流量的 D0F传感器。各种其它配置也是可行的，使得该支撑结构可被定制以提供在所希望测量位置 的DOF传感器。
[0149] 图16是用于分析相对血流量的方法的流程图。过程700从框702开始，将至少一个 D0F传感器放置在患者脚上对应于足部血管区域的一个位置。如上所述，在一些实施例中， 多个这样的D0F传感器可以放置在患者脚上的不同位置处或患者身体的其它地方上。在一 些实施例中，多个这种D0F传感器可用于获得来自包括不同血管区域的在脚中的不同拓扑 位置的同时测量。过程700继续到框704,使用D0F传感器获得绝对的和/或相对的血流量的 测量。如上所述，D0F技术可以提供一个自相关函数来表示在组织内的绝对的和/或相对的 血流量。过程700继续到框706,将绝对的和/或相对的血流量发信号给操作者。例如，该信号 可以经由视觉的、听觉的或触觉的通信提供。在一些实施方案中，可以基本实时地将绝对的 和/或相对的血流量发信号给操作者，例如在从测量起1秒钟内。在一些实施例中，可以提供 显示器以显示自相关函数、血液流量指数(BFI)表或绝对的和/或相对的血流量的其它指示 符。这种显示器可以为操作者提供实时反馈以指导手术中的决策。
[0150] 如上所述，用于D0F传感器的传感器头设计传统上采用带金属或陶瓷套圈的光纤， 以保护光纤尖端，因此典型的传感器头设计仅限于垂直接触方案，其中从光纤输出的光直 接耦接到样本。所述垂直光纤设计在用于血液灌注监控的应用中具有许多缺点：它增大了 传感器头的体积、高度和位置不稳定性;它可能需要额外的支架装置以实现与皮肤的稳定 一致的接触;并且由于这些原因，它可能在长期施用后导致患者不适。
[0151]因此，用低轮廓的基